SW Imaging of the Breast : Still on the Learning Curve

Shear Wave Imaging of the Breast: Still on the Learning Curve, Richard G. Barr, MD, PhD

Trong số tháng 2 năm 2012 của tạp chí JUM, Bai và cs trình bày kết quả về việc đánh giá của các khối đặc vú với tạo hình định lượng xung lực bức xạ âm (ARFI). Trong nghiên cứu này, họ thấy rằng 63,4% các ung thư vú có kết quả là "X,XX m/s," chỉ ra rằng kết quả đo lường có thể không tính được. Tạo hình ARFI định lượng (VTQ, Siemens, Mountain View, CA) sử dụng các thuật toán có bao gồm một test của khoảng tin cậy đánh giá vận tốc sóng biến dạng. Thuật toán bác bỏ các dữ liệu nếu khoảng tin cậy thấp (< 0,8) do một số yếu tố chất lượng, gồm biên độ sóng biến dạng và nhiễu ồn. Nếu dữ liệu bị từ chối, hệ thống sẽ gán cho giá trị tốc độ của sóng biến dạng (Vs) là X,XX m/s. Chúng tôi từng thấy nhiều kết quả tương tự trong khảo sát của chúng tôi. Có nhiều lý do tại sao một kết quả X,XX m/s có thể xảy ra, như thu thập dữ liệu không đúng (chuyển động mô và chuyển động đầu dò), tốc độ sóng biến dạng vượt quá phạm vi đo tối đa là 8,4 m/s (giới hạn của các kỹ thuật ARFI trong trường hợp này), hoặc một sóng biến dạng kém chất lượng. Với tạo hình vú, dễ loại bỏ chuyển động hơn trong tạo hình bụng, khi đó chuyển động do thở và/hoặc chuyển động mạch máu là vấn đề lớn hơn so với vú. Theo kinh nghiệm của chúng tôi, chuyển động dễ kiểm soát  trong đo đàn hồi vú, và chưa là vấn đề. Trong những trường hợp này, nhiều đo đạc lặp đi lặp lại ở cùng một tổn thương cho một kết quả X,XX-m/s. Tuy có thể, vẫn không chắc rằng tất cả các ung thư vú có tốc độ sóng biến dạng vượt quá 8,4 m/s. Chúng tôi có thể nắm bắt tín hiệu dữ liệu thô trong hệ thống nghiên cứu từ trường hợp lâm sàng và xử lý dữ liệu sóng biến dạng khi off line.

 Hình 1 minh họa nguyên tắc tạo hình ARFI định lượng. A biểu thị cho các xung kích thích; B là vùng ROI nơi phát hiện sóng biến dạng; C đại diện cho profiles dời chỗ  sóng biến dạng ở khoảng cách xa các xung kích thích; và D là phân tích hồi qui tuyến tính được sử dụng để ước lượng vận tốc sóng biến dạng. Trong hình 2, kiểu sóng biến dạng điển hình từ khu vực mô mỡ  trong vú bệnh nhân được trình bày. Mỗi đường cong riêng biệt thực hiện ở khoảng cách khác nhau từ xung đẩy có nhiễu ồn tối thiểu. Thời gian đạt đỉnh (time to peak) cho mỗi đường cong được sử dụng để tính toán tốc độ sóng biến dạng.Hình 3A hiển thị tương tự từ một invasive ductal cancer. Lưu ý rằng biên độ sóng biến dạng thấp và nhiễu ồn từ bên trong khối ung thư, nhưng  đáp ứng sóng biến dạng mềm thấy được trong mô bình thường xung quanh. Cần thiết đánh giá thêm để hiểu nguyên nhân gây ra kết quả này và không bàn luận ở đây. Trong trường hợp này, tốc độ sóng biến dạng từ bên trong khối ung thư có thể đo không chính xác. Các thuật toán ARFI loại bỏ những dữ liệu chất lượng này, do đó đưa ra một kết quả là X,XX m/s.

Các tác giả cho một giả định thích hợp rằng trong tổn thương không phải noncystic này là "artifact" hoặc kết quả X,XX-m/s, như  trong khối ung thư cứng. Bằng cách sử dụng giả định này, kết quả của họ là rất đáng khích lệ. Nang đơn thuần cũng có thể cho một kết quả X,XX m/s,  vì sóng biến dạng không truyền qua non-viscous fluid [dịch không nhớt]. Tuy nhiên, dấu hiệu này gây ra nghi vấn khác về tạo hình sóng biến dạng. Theo kinh nghiệm của chúng tôi, cũng như với các tác giả khác, là khi một bản đồ màu (color map) được sử dụng để hiển thị lớp phủ (overplay) lên các kết quả Vs hoặc kPa (tissue modulus), một số khối ung thư không được mã hoá đúng bởi vì các thuật toán không hỗ trợ cho sóng biến dạng chất lượng kém. Các khối ung thư cứng thường có một vành quanh các giá trị sóng biến dạng cao, được dùng để chẩn đoán. Nếu các tác giả cũng lấy số đo ARFI trong khu vực "vòng" này, sẽ có khả năng có được kết quả Vs cao. Vòng ngoài thường là có giá trị vì tuy nhiễu ồn nhưng vẫn có sóng biến dạng có thể đọc được (interpretable) (hình 3, A và B).

Hình 1.

Nguyên tắc tạo hình ARFI định lượng. A là xung kích thích; B là ROI nơi phát hiện sóng biến dạng; C  đại diện cho profiles dời chỗ của sóng biến dạng ở các khoảng cách xa xung kích thích; và D là phân tích hồi qui tuyến tính được sử dụng để đánh giá tốc độ sóng biến dạng.

Tuy nhiên, chúng tôi cũng đã gặp một số khối ung thư với tạo hình sóng biến dạng được mã hoá với tốc độ Vs thấp, gợi ý là tổn thương lành tính mà không có một vòng Vs cao xung quanh. Kết quả này có thể do thuật toán thông dịch sóng biến dạng biên độ thấp và/hoặc nhiễu ồn có giá trị Vs chậm. Cần phải nhớ rằng trong một thiết lập lâm sàng được yêu cầu với công nghệ mới cần được xác nhận các thuật toán là chính xác trong bệnh nhân thực sự với một phổ rộng của bệnh. Không phải là không phổ biến xảy ra các atifacts bất ngờ hoặc kết quả không tiên liệu được. Ví dụ, trong strain elastography, chúng tôi đã thông báo một artifact với tổn thương dạng nang xảy ra với một số thiết bị sản xuất. Artifact này xảy ra không được dự đoán. Tuy nhiên, với lâm sàng đánh giá và thử nghiệm bổ sung với phantom, các artifact được nhận mặt khi xảy ra do cách giải thuật xử lý tín hiệu dữ liệu thô. Trong trường hợp đó, các artifact được xem như có khả năng có chẩn đoán lâm sàng đáng kể. Chúng tôi có thể chờ đợi các artifacts "bất ngờ" tương tự xuất hiện với tạo hình sóng biến dạng. Nhiều loại ung thư, đặc biệt là invasive ductal carcinoma, rất khó khăn và vô tổ chức. Tình huống này rất khó kích hoạt để mô phỏng với tissue-equivalent elasticity phantom [phantom có tính đàn hồi tương đương mô], do đó, phải được xác nhận trong môi trường lâm sàng.

Những dấu hiệu này có ý nghĩa gì từ quan điểm lâm sàng? Dựa vào bài viết của Bai và cs, sóng biến dạng đầy đủ cho phép đo một số lớn các ung thư vú sẽ không xảy ra. Đến nay, chúng tôi không thấy vấn nạn này là một vấn đề ở các mô khác với ung thư vú. Do đó chúng tôi phải sử dụng các phép đo gián tiếp để chẩn đoán phần lớn các bệnh ung thư (63,4% dựa trên công việc trình bày trong bài viết của Bai và cs và cũng trong kinh nghiệm của chúng tôi). Các đo đạc lần thứ hai có thể được thực hiện trong các ung thư cứng này ở vòng của mô xung quanh, nơi một Vs cao có thể xảy ra.

Mã hóa không chính xác của vận tốc sóng biến dạng thấp trong vùng mô rất cứng là một vấn đề lâm sàng đáng kể có khả năng dẫn đến kết quả âm tính giả (xếp loại ung thư như là u lành tính), làm hạn chế việc sử dụng đàn hồi sóng biến dạng ở vú nếu không lưu ý. Phát triển phương pháp xử lý tín hiệu một cách thích hợp và đánh giá thêm hiện tượng này để nhận dạng các sóng biến dạng không điển hình trong các khối ung thư sẽ có khả năng tránh được vấn đề này.

Hình 2.

Sóng biến dạng điển hình trong mô mỡ vú ở một người phụ nữ 63 tuổi. Mỗi dạng sóng này được lấy từ một khoảng cách khác nhau từ "xung đẩy" được liệt kê trong góc trên bên phải. Lưu ý rằng có nhiễu ồn tối thiểu trong các tín hiệu. Khi khoảng cách từ xung đẩy tăng, đường cong có biên độ ít hơn, và thời gian đạt đỉnh tăng.

Tuy nhiên, thách thức này trong tạo hình sóng biến dạng với khối ung thư cứng là một lợi thế trong strain imaging. Những yếu tố làm cho lan truyền sóng biến dạng có vấn đề cho kết quả xuất sắc trong strain elasticity imaging với độ nhạy cao với tổn thương ác tính. Trong các kết quả gần đây của chúng tôi, tất cả các trường hợp các khối ung thư "mềm" và u cứng được phát hiện với vòng xung quanh trên tạo hình sóng biến dạng có  tỷ lệ hình đàn hồi / hình B-mode  lớn hơn 1 với tạo hình đàn hồi quy ước, chỉ ra rằng có khả năng là tổn thương ác tính. Cũng nên lưu ý rằng trong tổn thương lành tính, bị căng vì nó là định tính, và độ cứng tương đối giữa các mô là nhỏ, làm cho phức tạp khi giải thích. Nếu không thể đo đạc chính xác kích thước của một tổn thương trên hình B-mode và độ căng do ranh giới không rõ, độ đặc hiệu của  tỷ lệ hình đàn hồi /hình B-mode sẽ giảm. Cũng có thể dùng [strain ratio ] tỷ lệ căng để xác định một tổn thương ghi nhận ở strain elastography là lành tính.Tuy nhiên, phương pháp này thiếu chuẩn hoá và là đo gián tiếp. Ngược lại, tổn thương lành tính ở chỗ đàn hồi sóng biến dạng trội hơn, nhờ sự đánh giá đáng tin cậy tốc độ sóng biến dạng trong các mô mềm .

Ý kiến của chúng tôi là strain imaging và shear wave imaging là bổ sung trong breast imaging, và việc sử dụng cả hai sẽ cung cấp kết quả chính xác hơn dùng riêng lẽ, vì những lý do thảo luận ở trên.  Độ nhạy và độ đặc hiệu hơn 95% cho phân loại  tổn thương của vú sẽ đạt được nếu kết hợp 2 kỹ thuật. Có khả năng sẽ phải chấp nhận rằng strain bị giới hạn trong đánh giá chi tiết của tổn thương lành tính bởi vì là định tính, và có khác biệt có giới hạn giữa các đặc điểm đàn hồi của tất cả các loại mô lành tính. Chúng tôi cũng không thể có được sóng biến dạng  chính xác từ nhiều loại ung thư vú và sẽ phải dựa vào dấu hiệu gián tiếp sóng biến dạng để chẩn đoán.

Hiện chúng tôi hiểu rằng các yếu tố kỹ thuật, chẳng hạn như số precompression được sử dụng, có thể ảnh hưởng âm tính kết quả đo độ đàn hồi, nhưng có thể kiểm soát được và sẽ dẫn đến phương pháp tiêu chuẩn để đánh giá hình ảnh đàn hồi. Khi bắt đầu hiểu đầy đủ về những gì chúng tôi đo lường trong strain và shear wave imaging, chúng tôi  có thể sẽ thiết kế một nghiên cứu thích hợp để đánh giá tác động thực sự mà elastography có trên tạo hình vú .

Hình 3.

A, Kết quả từ khối sờ được trong vú bên phải một người phụ nữ 57 tuổi. Nhũ ảnh và sonographic workup khẳng định một tổn thương 4B (BI-RADS). Sinh thiết tổn thương chứng minh là invasive ductal cancer biệt hoá kém. Ung thư là khối hypoechoic ở phần sâu hơn của hình ảnh. Hai sóng thu được bằng cách sử dụng kỹ thuật ARFI. Một sâu hơn là vì ung thư invasive ductal hypoechoic. Một nông hơn bề ngoài trong khu vực peritumoral. Ghi nhận rằng dạng sóng thu được từ các khối ung thư nhiễu ồn toàn bộ và không đọc [interpretable] được. Dạng sóng trong các mô peritumoral lân cận có nhiễu ồn hơn trong tín hiệu mô mỡ trong hình 2, nhưng dạng sóng vẫn có thể đọc được  và cung cấp tốc độ sóng biến dạng. B, Hình sóng biến dạng  từ cùng một bệnh nhân. Trong hình này, hiển thị màu đại diện cho tốc độ của sóng biến dạng (Vs) được phủ lên hình B-mode. Lưu ý rằng khối u với chỉ nhiễu ồn trong tín hiệu sóng biến dạng được mã hoá màu màu xanh, đại diện cho một Vs thấp. Biểu hiện màu cho ấn tượng là khối u "mềm" và có thể bị nhầm lẫn với một tổn thương lành tính. Trong trường hợp này, mô peritumoral có mã hoá màu đỏ (Vs cao) trong khu vực thu được  tín hiệu sóng biến dạng đầy đủ. Tuy nhiên, không phải tất cả các trường hợp u ung thư "màu xanh" nào cũng có vòng peritumoral đỏ, mà vẫn có thể dẫn đến một sự giải thích âm tính giả.

____________________________________________________


In the February 2012 issue of the Journal of Ultrasound in Medicine, Bai et al presented their results on the evaluation of solid breast masses with quantitative acoustic radiation force impulse (ARFI) imaging. In their study, they found that 63.4% of breast cancers had a result of “X.XX m/s,” indicating that a measurement result could not be obtained. Quantitative ARFI imaging (Virtual Touch tissue quantification; Siemens Medical Solutions, Mountain View, CA) uses algorithms that include a test of the confidence interval of the shear velocity estimation. The algorithm rejects the data if the confidence interval is low (p<0.8) due to several quality factors, including shear wave amplitude and noise. If the data are rejected, the system gives a speed of the shear wave (Vs) as X.XX m/s. We have seen similar results in our investigations. There are several reasons why an X.XX m/s result can occur, including improper data collection (tissue movement and probe movement), the shear wave speed exceeding the maximum measurable range of 8.4 m/s (limit of the ARFI technique in this case), or a poor-quality shear wave. With breast imaging, motion is easier to eliminate than in abdominal imaging, in which respiratory motion and/or vascular motion is a greater problem. In our experience, motion is easily controlled in breast elastography, and it has not been a problem. In these cases, multiple repeated measurements in the same lesion return an X.XX-m/s result. Although possible, it is unlikely that all of these breast cancers have a shear wave speed exceeding 8.4 m/s. We are able to capture the raw data signal in our research system from clinical cases and process the shear wave data off line. Figure 1 illustrates the principle of quantitative ARFI imaging. A indicates the excitation pulse; B is the region of interest where shear waves are detected; C is a representation of the shear wave displacement profiles at distance intervals away from the excitation pulse; and D indicates the linear regression analysis used to estimate the shear wave velocity. In Figure 2, the typical shear wave pattern from a fatty area in a patient’s breast is presented. Each individual curve taken at different distances from the push pulse has minimal noise. The time to peak for each curve is used to calculate the shear wave speed. Figure 3A is a similar display from an invasive ductal cancer. Note that the shear wave amplitude is low and noisy from within the cancer, but a smooth shear wave response is seen in the surrounding normal tissue. Further evaluation is required to understand the cause of this result and will not be addressed here. In this case, a shear wave speed from within the cancer can not be accurately measured. The ARFI algorithms reject these data as poor, therefore giving a result of X.XX m/s.

The authors make an appropriate assumption that in noncystic lesions, this “artifact,” or X.XX-m/s result, is seen in hard cancers. Using this assumption, their results are very encouraging. Simple cysts can also return a Vs result of X.XX m/s because shear waves do not propagate in non-viscous fluid. However, this finding raises other questions with shear wave imaging. It is our experience, as with others, that when a color map is used to display an overlay of the Vs or kPa (tissue modulus) of the results, several cancers are not coded properly because the algorithm does not account for a poor-quality shear wave. These hard cancers often have a surrounding rim of high shear wave values, which is used for diagnosis. If the authors would have also taken ARFI measurements in the area of the “ring,” they would likely have obtained a high Vs result. The outer ring is often evaluable because a noisy but still interpretable shear wave is present (Figure 3, A and B).

Figure 1. Principles of quantitative acoustic radiation force impulse (ARFI) imaging. A indicates the excitation pulse; B is the region of interest where shear waves are detected; C is a representation of the shear wave displacement profiles at distance intervals away from the excitation pulse; and D indicates the linear regression analysis used to estimate the shear wave velocity.

However, we have also encountered several cancers with shear wave imaging that are coded with a low Vs, suggestive of a benign lesion without a surrounding high-Vs ring. This result may be due to the algorithms’ interpreting the low shear wave amplitude and/or noise as a slow Vs. One must remember that validation in a clinical setting is required with new technologies to confirm that the algorithms are accurate in real patients with a wide spectrum of disease. It is not uncommon for unexpected artifacts or unanticipated results to occur. For example, in strain elastography, we have reported on an artifact with cystic lesions occurring with certain equipment manufacturers. This artifact was not predicted to occur. However, with clinical evaluation and additional phantom testing, the artifact was recognized to occur because of the way the algorithm processed the raw data signal. In that case, the artifact has considerable clinical diagnostic ability. We can expect similar “unexpected” artifacts to occur with shear wave imaging. Many cancers, especially invasive ductal cancers, are very hard and disorganized. This scenario is difficult to simulate with tissue-equivalent elasticity phantoms, so must be validated in the clinical environment.

What do these findings mean from a clinical perspective? On the basis of the article by Bai et al, an adequate shear wave for measurement in a large number of breast cancers will not occur. To date, we have not found this issue to be a problem in tissues other than breast cancers. We must therefore use indirect measurements to diagnose a large portion of cancers (63.4% based on the work presented in the article by Bai et al1 and also in our experience). These secondary measurements can be made in these hard cancers in the ring of surrounding tissue, where a high Vs may occur. Incorrect coding of low shear velocity in a region of very hard tissue is a substantial clinical problem potentially leading to false-negative results (classifying a cancer as benign), which will limit the use of shear wave elastography in the breast if not addressed. Further evaluation of this phenomenon and development of a signal-processing method that appropriately identifies atypical shear waves in these cancers would potentially avoid this problem.

Figure 2. Typical shear waveforms in breast fat taken from a 63-year-old woman. Each waveform is taken from a different distance from the “pulse push” listed in the top right corner. Note that there is minimal noise in the signals. As the distance from the push pulse increases, the curve has less amplitude, and the time to peak increases.

However, this challenge in shear wave imaging with hard cancers is an advantage in strain imaging. The factors that make shear wave propagation problematic produce excellent results in strain elasticity imaging with high sensitivity to malignant lesions. In our recent results, all of the cases of “soft” cancers and hard cancers detected with the surrounding ring on shear wave imaging had an elasticity imaging/B-mode ratio of greater than 1 with conventional elasticity imaging, indicating that they were likely malignant lesions. One should also note that in benign lesions, strain suffers because it is qualitative, and the relative stiffness between tissues is small, complicating interpretation. If one cannot get accurate size measurements of a lesion on B-mode imaging and strain due to low boundary conspicuity, the specificity using the elasticity imaging/B-mode ratio is decreased. One can also use the strain ratio to determine that a lesion noted on strain elastography is benign.

However, this method suffers from a lack of standardization and is an indirect measurement. Conversely, benign lesions are where shear wave elastography excels, due to the reliability of shear wave velocity estimation in softer tissues. It is our opinion that strain imaging and shear wave imaging are complementary in breast imaging, and the use of both will provide more accurate results than each individually, for the reasons discussed above. It is this commentator’s view that sensitivity and specificity of greater than 95% for characterization of breast lesions will be achievable using a combined technique. It is likely that we will have to accept that strain is limited in detailed evaluation of benign lesions because it is qualitative, and there is a limited difference between the elasticity properties of all benign tissue types. We will also not be able to obtain accurate shear waves from many breast cancers and will have to rely on indirect shear wave signs for diagnosis. We now understand the technical factors such as the amount of precompression used, which can negatively affect elastographic results but can be controlled and will lead to a standardized method for evaluating elasticity images. As we begin to fully understand what we are measuring in strain and shear wave imaging, we will be able to design an appropriate study to measure the true impact that elastography will have on breast imaging.

Figure 3. A, Results from a 57-year-old woman with a palpable mass in her right breast. Mammographic and sonographic workup confirms a Breast Imaging Reporting and Data System category (BI-RADS) 4B lesion. The lesion is a biopsy-proven poorly differentiated invasive ductal cancer. The cancer is the hypoechoic mass in the deeper portion of the image. Two waveforms were obtained using the acoustic radiation force impulse technique. The one taken deeper is from the hypoechoic invasive ductal cancer. The more superficial one is taken in the peritumoral area. Note that the waveform obtained from the cancer is all noise and not interpretable. The waveform in the adjacent peritumoral tissue has more noise than in the fat signals in Figure 2, but the waveform is still able to be interpreted and provide a shear wave speed. B, Shear wave image from the same patient. In this image, a color display representing the speed of the shear wave (Vs) is overlaid on the B-mode image. Note that the tumor with just noise in the shear wave signal is color-coded blue, representing a low Vs. This appearance gives the impression that the tumor is “soft” and can be mistaken for a benign lesion. In this case, the peritumoral tissues are coded red (high Vs) in the area where an adequate shear wave signal is obtained. However, not all cases of “blue” cancers have the peritumoral red ring, which can still result in a false-negative interpretation.

© 2012 by the American Institute of Ultrasound in Medicine